RU2562978C2

RU2562978C2 - Router and coil array for ultrahigh field mri

Info

Publication number: RU2562978C2
Application number: RU2013105320/28A
Authority: RU
Inventors: Майкл А. МОРИХ; Чжиюн ЧЖАЙ; Кевин М. НИМАН; Эдди Й. П. ВОНГ; Набил МАЛИК
Original assignee: Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date: 2010-07-08
Filing date: 2011-07-04
Publication date: 2015-09-10
Also published as: WO2012004728A2; WO2012004728A3; JP2013530007A; CN102985839B; JP6061846B2; EP2591376A2; RU2013105320A; CN102985839A; US10254360B2; EP2591376B1; US20130106416A1

Abstract

FIELD: radio engineering, communication.

SUBSTANCE: invention relates to magnetic resonance engineering. A magnetic resonance system comprises an array of a radio-frequency (RF) amplifiers, wherein each RF amplifier generates an excitation signal B₁ for each of a plurality of transmission channels (Tx); at least one RF coil assembly having multiple coil elements which transmit the generated excitation signal into an examination region and receive magnetic resonance signals therefrom; a plurality of connection panels, each of which connects the RF amplifier to the at least one RF coil assembly via transceiver ports, each transceiver port connecting at least one conductor to an individual transmission channel; a router which selectively routes a generated excitation signal via a corresponding transmission channel (Tx) to at least one transceiver port of any of the plurality of connection panels.

EFFECT: higher image quality.

18 cl, 12 dwg

Description

Изобретение относится к области магнитно-резонансной техники, находит конкретное применение в магнитно-резонансной томографии при сверхвысоких напряженностях поля, например 3 тесла и выше, таких как 7 тесла и 9,4 тесла. Однако изобретение находит более общее применение при получении изображений магнитно-резонансной томографии и магнитно-резонансной спектроскопии и т.п.The invention relates to the field of magnetic resonance technology, finds particular application in magnetic resonance imaging with ultra-high field strengths, for example 3 Tesla and above, such as 7 Tesla and 9.4 Tesla. However, the invention finds more general application in obtaining images of magnetic resonance imaging and magnetic resonance spectroscopy, etc.

Системы магнитно-резонансной томографии (МРТ) и магнитно-резонансной спектроскопии (МРС) часто используются для обследования и лечения пациентов. С помощью такой системы ядерные спины ткани тела, которая будет обследоваться, выравниваются посредством статического основного магнитного поля B₀ и возбуждаются поперечными магнитными полями B₁, колеблющимся в радиочастотном диапазоне. При получении изображения сигналы релаксации подвергаются воздействию градиентных магнитных полей, чтобы локализовать ядерные спины. Сигналы релаксации принимаются, чтобы известным способом сформировать одномерное или многомерное изображение. В спектроскопии информация о составе ткани содержится в частотной составляющей резонансных сигналов.Systems of magnetic resonance imaging (MRI) and magnetic resonance spectroscopy (MRS) are often used for examination and treatment of patients. Using such a system, the nuclear spins of the body tissue to be examined are aligned by means of the static main magnetic field B ₀ and excited by transverse magnetic fields B ₁ oscillating in the radio frequency range. Upon image acquisition, relaxation signals are exposed to gradient magnetic fields to localize nuclear spins. Relaxation signals are received in order to form a one-dimensional or multidimensional image in a known manner. In spectroscopy, information on the composition of the tissue is contained in the frequency component of the resonant signals.

Система РЧ катушек обеспечивает передачу радиочастотных сигналов и прием резонансных сигналов. В магнитно-резонансных системах с высокой напряженностью поля, например 3 тесла или выше, некоторые характеристики, такие как заполнение диэлектриком и удельная проводимость объекта, доминируют над неоднородностью поля B₁ больше, чем при более низких напряженностях поля. Результатом является снижение однородности изображения, контраста и пространственно зависимое отношение сигнал-шум, что, следовательно, понижает качество полученных изображений. Для решения этой проблемы были предложены несколько конструктивных соображений по улучшению рабочих характеристик РЧ катушки, такие как многочисленные независимые каналы передачи и приема, чтобы иметь возможность шиммирования катушек, создающих B₁. Создание возбуждающего поля B₁ с клинически приемлемой степенью однородности с шиммированием обычно требует приблизительно 8 или более независимых каналов при сверхвысоких напряженностях поля. Системы такой повышенной сложности существуют в исследовательских установках; однако выполнение требований по мощности для клинических установок обходится слишком дорого.The RF coil system provides the transmission of radio frequency signals and the reception of resonant signals. In magnetic resonance systems with a high field strength, for example 3 Tesla or higher, some characteristics, such as dielectric filling and the specific conductivity of an object, dominate the field inhomogeneity B ₁ more than at lower field strengths. The result is a decrease in image uniformity, contrast, and a spatially dependent signal-to-noise ratio, which therefore reduces the quality of the resulting images. To solve this problem, several design considerations have been proposed to improve the performance of the RF coil, such as numerous independent transmission and reception channels, in order to be able to shim coils creating B ₁ . Creating an exciting field of B ₁ with a clinically acceptable degree of uniformity with shimming usually requires approximately 8 or more independent channels at ultrahigh field strengths. Systems of such increased complexity exist in research facilities; however, meeting the power requirements for clinical settings is too expensive.

Другим конструктивным соображением является использование локальных поверхностных катушек для снижения потребления мощности по независимым каналам передачи. Эти системы используют локальные поверхностные катушки для возбуждения и приема. Во время процедур формирования изображения при сверхвысоких напряженностях поля используются многочисленные передающие и приемные (T/R) катушки в многочисленных местах, требуя от оператора ручного отключения и снова подключения различных поверхностных катушек к различным усилителям, что может дополнительно увеличивать время формирования изображения и нарушать последовательность выполнения операций.Another design consideration is the use of local surface coils to reduce power consumption over independent transmission channels. These systems use local surface coils for excitation and reception. During imaging procedures at ultra-high field strengths, numerous transmitter and receiver (T / R) coils are used in numerous places, requiring the operator to manually disconnect and reconnect various surface coils to different amplifiers, which can further increase the image formation time and disrupt the execution sequence operations.

При этом существует потребность в простых и гибких средствах соединения катушек с многочисленными точками подключения систем формирования изображения с высокой напряженностью поля, которые могут позволить использовать как существующие катушки, так и расширить использование многочисленных T/R катушек. Настоящая заявка обеспечивает новую и улучшенную взаимосвязанность для многочисленных комбинаций катушек, которая преодолевает упомянутые выше и другие проблемы.However, there is a need for simple and flexible means of connecting coils with multiple points of connection of imaging systems with high field strengths, which can allow the use of existing coils and expand the use of numerous T / R coils. This application provides a new and improved interconnectivity for numerous combinations of coils, which overcomes the above-mentioned and other problems.

В соответствии с одним вариантом представлена магнитно-резонансная (МР) система. МР-система содержит усилитель радиочастоты (РЧ), который генерирует уникальный сигнал возбуждения B₁ для каждого из многочисленных каналов передачи. МР-система содержит по меньшей мере один блок РЧ катушек в сборе, имеющий многочисленные элементы-катушки. Элементы-катушки передают сгенерированный сигнал возбуждения в область обследования и принимают оттуда сигналы магнитного резонанса. Каждая из множества соединительных панелей соединяет усилитель РЧ с по меньшей мере одним блоком РЧ катушек в сборе через порты приемопередатчика, расположенные на каждой соединительной панели. Каждый порт приемопередатчика соединяет по меньшей мере один проводник элемента-катушки с индивидуальным каналом передачи. Маршрутизатор выборочно направляет сгенерированный сигнал возбуждения через соответствующий канал передачи в по меньшей мере один из портов приемопередатчика любой из множества соединительных панелей.In accordance with one embodiment, a magnetic resonance (MR) system is provided. The MR system contains a radio frequency (RF) amplifier that generates a unique excitation signal B ₁ for each of the multiple transmission channels. The MR system comprises at least one block of RF coils assembly having multiple coil elements. The coil elements transmit the generated excitation signal to the survey area and receive magnetic resonance signals from there. Each of the plurality of connection panels connects an RF amplifier to at least one block of RF coils assembly through transceiver ports located on each connection panel. Each transceiver port connects at least one conductor of the coil element to an individual transmission channel. The router selectively routes the generated drive signal through the corresponding transmission channel to at least one of the transceiver ports of any of the plurality of connection panels.

В соответствии с другим вариантом обеспечивается способ для магнитного резонанса. Способ содержит этап, на котором для каждого из множества каналов передачи усилителя радиочастоты (РЧ) генерируют уникальный сигнал возбуждения. Сгенерированные сигналы возбуждения передаются в область обследования и из нее с помощью многочисленных элементов-катушек по меньшей мере одного блока РЧ катушек в сборе принимаются сигналы магнитного резонанса. Усилитель РЧ соединяется с по меньшей мере одним блоком РЧ катушек в сборе через порты приемопередатчика одной из множества соединительных панелей, причем каждый порт приемопередатчика соединяется по меньшей мере одним проводником с индивидуальным каналом передачи. Сгенерированный сигнал возбуждения выборочно направляется через соответствующий канал (Tx) передачи в по меньшей мере один порт приемопередатчика любой из множества соединительных панелей.In another embodiment, a method for magnetic resonance is provided. The method comprises the step of generating a unique excitation signal for each of the plurality of transmission channels of the radio frequency (RF) amplifier. The generated excitation signals are transmitted to the survey area and magnetic resonance signals are received from it using the multiple coil elements of at least one block of RF coils in assembly. The RF amplifier is connected to at least one block of RF coils assembled through the transceiver ports of one of the plurality of connection panels, each transceiver port being connected by at least one conductor to an individual transmission channel. The generated drive signal is selectively routed through the corresponding transmission channel (Tx) to at least one transceiver port of any of the plurality of connection panels.

В соответствии с другим вариантом представлен элемент-катушка, содержащий по меньшей мере два проводника. Элементы-катушки работают в разных резонансных режимах, чтобы генерировать парные ортогональные магнитные поля B₁ и принимать сигналы магнитного резонанса на соответствующих резонансных частотах в области обследования.In accordance with another embodiment, a coil element is provided comprising at least two conductors. The coil elements operate in different resonant modes to generate paired orthogonal magnetic fields B ₁ and to receive magnetic resonance signals at the corresponding resonant frequencies in the survey area.

Одно из преимуществ состоит в улучшении однородности поперечного магнитного поля.One of the advantages is improved transverse magnetic field uniformity.

Другое преимущество состоит в том, что улучшаются однородность изображения, контрастность изображения и отношение сигнал-шум.Another advantage is that image uniformity, image contrast and signal to noise ratio are improved.

Другое преимущество состоит в том, что улучшается последовательность выполнения операций.Another advantage is that the sequence of operations is improved.

Другие дополнительные преимущества изобретения станут понятны специалистам в данной области техники после прочтения и понимания последующего подробного описания.Other additional advantages of the invention will become apparent to those skilled in the art after reading and understanding the following detailed description.

Изобретение может принимать форму различных компонентов и совокупности компонентов и различных этапов и совокупностей этапов. Чертежи предназначены только в целях иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны рассматриваться как ограничение изобретения.The invention may take the form of various components and a combination of components and various stages and sets of steps. The drawings are intended only to illustrate preferred embodiments and should not be construed as limiting the invention.

Фиг.1 - схематическое изображение магнитно-резонансной системы, содержащей маршрутизатор и блоки передающих и приемных двухрежимных катушек в сборе.Figure 1 is a schematic illustration of a magnetic resonance system containing a router and blocks of transmitting and receiving bimodal coils assembly.

Фиг.2 - схематическое изображение варианта осуществления маршрутизатора, показанного на фиг.1.FIG. 2 is a schematic illustration of an embodiment of the router shown in FIG.

Фиг. 3A-3G - схематические изображения различных вариантов осуществления блока двухрежимных катушек в сборе.FIG. 3A-3G are schematic views of various embodiments of a dual-mode coil assembly assembly.

Фиг. 4A-4D - графики B₁для некоторых различных вариантов осуществления блока двухрежимных катушек в сборе.FIG. 4A-4D are graphs B ₁ for some various embodiments of a dual-mode coil assembly assembly.

Со ссылкой на фиг.1, магнитно-резонансная (МР) система 10 формирования изображения содержит основной магнит 12, который генерирует пространственное и однородное во времени поле B₀ через область 14 обследования. Основной магнит может быть кольцевым или тороидальным магнитом, C-образным разомкнутым магнитом, иметь другие конструкции разомкнутых магнитов и т.п. Катушки 16 градиентного магнитного поля расположены рядом с основным магнитом, чтобы генерировать градиенты магнитного поля вдоль выбранных осей относительно магнитного поля B₀ для пространственного кодирования магнитно-резонансных сигналов, чтобы производить градиенты поля намагничивания-размагничивания и т.п. Катушка 16 градиента магнитного поля может содержать сегменты катушки, выполненные с возможностью генерирования градиентов магнитного поля в трех ортогональных направлениях, обычно продольном или z-направлении, поперечном или x-направлении и вертикальном или y-направлении.With reference to FIG. 1, a magnetic resonance imaging (MR) imaging system 10 comprises a main magnet 12 that generates a spatial and time-uniform field B ₀ through the examination region 14. The main magnet may be a ring or toroidal magnet, a C-shaped open magnet, have other designs of open magnets, etc. Gradient magnetic field coils 16 are located adjacent to the main magnet to generate magnetic field gradients along selected axes relative to the magnetic field B ₀ for spatial coding of magnetic resonance signals to produce magnetization-demagnetization field gradients and the like. The magnetic field gradient coil 16 may comprise coil segments configured to generate magnetic field gradients in three orthogonal directions, usually longitudinal or z-direction, transverse or x-direction, and vertical or y-direction.

Система 10 содержит многочисленные блоки 18 радиочастотных (РЧ) катушек в сборе, расположенных в области 14 обследования или вблизи нее. Несмотря на то, что показано под пациентом, также рассматриваются катушки для головы, гибкие и жесткие поверхностные катушки и другие катушки, которые устанавливаются на верхних и боковых поверхностях пациента, наматываются вокруг туловища или конечностей и т.п. Каждый блок 18 катушек в сборе содержит многочисленные элементы-катушки 20, которые во время работы в одиночку или все вместе генерируют радиочастотные поля для возбуждения магнитных резонансов в одном или более видах ядер, таких как ¹H, ¹³C, ³¹P, ²³Na, ¹⁹F и т.п. Блоки 18 радиочастотных катушек в сборе, один или все вместе, также служат для обнаружения сигналов магнитного резонанса, излучаемых из области формирования изображения.The system 10 contains numerous blocks 18 of radio frequency (RF) coils assembly located in the area 14 of the survey or near it. Despite what is shown under the patient, head coils, flexible and rigid surface coils and other coils that are mounted on the upper and lateral surfaces of the patient are also wound around the torso or limbs and the like. Each coil assembly 18 contains multiple coil elements 20 that, when operating alone or collectively, generate radio frequency fields to excite magnetic resonances in one or more kinds of nuclei, such as ¹ H, ¹³ C, ³¹ P, ²³ Na, ¹⁹ F, etc. The RF coil units 18, one or all together, also serve to detect magnetic resonance signals emitted from the imaging region.

В одном из вариантов осуществления каждый элемент-катушка 20 содержит по меньшей мере два проводника: одиночный проводник 22 синусоидального режима и по меньшей мере один проводник 24 однородного режима. Проводник 22 синусоидального режима является кольцевым проводником, настроенным на резонансный режим, который имеет синусоидальное распределение тока вдоль соответствующего проводника, чтобы генерировать первое магнитное поле B₁, направленное параллельно плоскости проводника 22. Проводник 24 однородного режима в одном из вариантов осуществления является кольцевым проводником, настроенным на резонансный режим, который имеет однородное распределение тока вдоль соответствующего проводника, чтобы генерировать второе магнитное поле B₁, направленное из плоскости с проводником 24. В показанном варианте осуществления плоскость проводников 22, 24 параллельна направлению основного магнитного поля B₀. При таком построении каждый элемент-катушка 20 действует как квадратурная поверхностная катушка, создающая магнитные поля возбуждения в двух направлениях, ортогональных полю B₀. Эта двухрежимная конфигурация предпочтительно улучшает однородность поля B₁ и эффективность, что дополнительно улучшает чувствительность и отношение сигнал-шум, особенно во время магнитно-резонансных исследований с высокой напряженностью поля, такой как 3 тесла или выше (международная патентная заявка автора Zhai, документ WO 2008/104895).In one embodiment, each coil element 20 comprises at least two conductors: a single sinusoidal conductor 22 and at least one uniform mode conductor 24. The sinusoidal mode conductor 22 is a ring conductor tuned to the resonant mode, which has a sinusoidal current distribution along the corresponding conductor to generate a first magnetic field B ₁ directed parallel to the plane of the conductor 22. The homogeneous mode conductor 24 in one embodiment is a ring conductor configured a resonant mode that has a uniform current distribution along the respective conductor to generate a second magnetic field B _1, The direction of the plane of the conductor 24. In the illustrated embodiment, a plane conductor 22, 24 parallel to the main magnetic field B _0. With this construction, each coil element 20 acts as a quadrature surface coil creating magnetic fields of excitation in two directions orthogonal to the field B ₀ . This bimodal configuration preferably improves B ₁ field uniformity and efficiency, which further improves sensitivity and signal-to-noise ratio, especially during magnetic resonance studies with high field strengths such as 3 Tesla or higher (Zhai International Patent Application WO 2008 / 104895).

Следует заметить, что применение проводника синусоидального режима более практично при напряженностях поля больше 3 T, например 7 T. В другом варианте осуществления, в котором основной магнит 12 работает с напряженностью поля 3 T, каждый элемент-катушка 20 содержит проводник 24 однородного режима квадратурной формы 24. Квадратурный проводник 24 однородного режима 24 является квадратурной катушкой, такой как катушка в форме бабочки, катушка в форме восьмерки и т.п., которая работает с однородным распределением тока для генерирования пары магнитных полей B₁ возбуждения в двух направлениях, ортогональных полю B₀. В этом варианте осуществления проводник 22 синусоидального режима не требуется, поскольку квадратурный проводник 24 однородного режима генерирует пару ортогональных магнитных полей возбуждения.It should be noted that the use of a sinusoidal conductor is more practical when the field strengths are greater than 3 T, for example 7 T. In another embodiment, in which the main magnet 12 operates with a field strength of 3 T, each coil element 20 contains a conductor 24 of a uniform quadrature mode 24. The homogeneous mode quadrature conductor 24 is a quadrature coil, such as a butterfly-shaped coil, a figure-eight coil, and the like, which operates with a uniform current distribution to generate a pair of magnetic field B ₁ excitation in two directions orthogonal to the field B ₀ . In this embodiment, a sinusoidal conductor 22 is not required since the uniform mode quadrature conductor 24 generates a pair of orthogonal excitation magnetic fields.

В другом варианте осуществления каждый элемент-катушка 20 содержит петлеобразный проводник 24 однородного режима. Петлеобразный проводник 24 равномерного режима является кольцевым проводником, настроенным на резонансный режим, который имеет равномерное распределение тока вдоль соответствующего проводника, чтобы генерировать магнитное поле B₁, направленное из плоскости с проводником 24. Плоскость проводника 24 параллельна направлению основного магнитного поля B₀. Чтобы получить данные магнитного резонанса от объекта 30, объект располагается внутри области 14 обследования посредством опоры 31 для пациента, так чтобы интересующая область предпочтительно располагалась в изоцентре основного магнитного поля или вблизи него. Контроллер 32 сканирования управляет градиентным контроллером 34, который заставляет градиентные катушки 16 прикладывать выбранные импульсы градиентного магнитного поля так, чтобы они проходили через область формирования изображения, что требуется для выбранной последовательности магнитно-резонансной томографии или спектроскопии. Контроллер 32 сканирования также управляет одним или более радиочастотными передатчиками 36, чтобы генерировать уникальные радиочастотные сигналы на матрице усилителей 38 РЧ, содержащей индивидуальные усилители 38₁…, 38_N, каждый из которых заставляет один или более проводников 22, 24 локальных катушек генерировать импульсы B₁ возбуждения и манипулировать магнитным резонансом. Каждый усилитель 38 РЧ усиливает сгенерированный уникальный сигнал возбуждения, который передается к одному или более проводникам 22, 24 по одному или более каналам Tx передачи. Вместо одного или более многоканальных передатчиков, которые имеют канал, соединенный с соответствующим усилителем 38, как показано на чертеже, обеспечивается матрица независимых передатчиков, в которой каждый передатчик может быть соединен с соответствующим каналом Tx передачи.In another embodiment, each coil element 20 comprises a loop-shaped conductor 24 of a uniform mode. The uniformly looped conductor 24 is a ring conductor tuned to a resonant mode that has a uniform current distribution along the corresponding conductor to generate a magnetic field B ₁ directed from a plane with conductor 24. The plane of the conductor 24 is parallel to the direction of the main magnetic field B ₀ . In order to obtain magnetic resonance data from the object 30, the object is located within the examination area 14 by the patient support 31, so that the region of interest is preferably located in or near the isocenter of the main magnetic field. The scan controller 32 controls the gradient controller 34, which causes the gradient coils 16 to apply the selected pulses of the gradient magnetic field so that they pass through the imaging region, which is required for the selected sequence of magnetic resonance imaging or spectroscopy. The scan controller 32 also controls one or more RF transmitters 36 to generate unique RF signals on an array of RF amplifiers 38 containing individual amplifiers 38 ₁ ..., 38 _N , each of which causes one or more conductors 22, 24 of local coils to generate pulses B ₁ excitation and manipulate magnetic resonance. Each RF amplifier 38 amplifies the generated unique drive signal, which is transmitted to one or more conductors 22, 24 via one or more transmission channels Tx. Instead of one or more multi-channel transmitters that have a channel connected to a respective amplifier 38, as shown, a matrix of independent transmitters is provided in which each transmitter can be connected to a respective transmission channel Tx.

В МР-системе один или более усилителей выделяются для возбуждения в широкой полосе и используются прежде всего для мультиядерного (непротонного) формирования изображения или мультиядерной (непротонной) спектроскопии и один или более из них выделяются для узкополосного возбуждения, которое используется, главным образом, для формирования изображения посредством протонного ядерного магнитного резонанса или спектроскопии. Чтобы улучшить гибкость системы, каждый усилитель РЧ выполнен с возможностью передачи широкополосного сигнала возбуждения для возбуждения широкого диапазона видов ядер или одного или множества одиночных или многочисленных видов ядер одновременно. Встроенное устройство 39 развязки ограничивает широкополосный сигнал до узкополосного сигнала возбуждения для каждого канала Tx передачи. Устройство 40 обхода, выборочно управляемое контроллером 32 сканирования, позволяет обходить устройство развязки, когда предписываются процедуры широкополосного формирования изображения или спектроскопии.In an MR system, one or more amplifiers are allocated for excitation in a wide band and are primarily used for multinuclear (non-proton) imaging or multinuclear (non-proton) spectroscopy and one or more of them are allocated for narrow-band excitation, which is mainly used to form images by proton nuclear magnetic resonance or spectroscopy. To improve system flexibility, each RF amplifier is configured to transmit a broadband excitation signal to excite a wide range of types of cores or one or many single or multiple types of cores simultaneously. The integrated isolation device 39 limits the wideband signal to a narrowband excitation signal for each transmission channel Tx. A bypass device 40, selectively controlled by the scan controller 32, allows you to bypass the isolation device when broadband imaging or spectroscopy procedures are prescribed.

Контроллер сканирования также управляет радиочастотным приемником 41, соединенным с проводниками 22, 24, чтобы принимать от него сгенерированные сигналы магнитного резонанса. Принятые сигналы передаются от проводников 22, 42 к приемнику 41 через один или более каналов Rx приема. Предварительное усиление принимаемого сигнала может обеспечиваться блоком 18 катушек в сборе или переключателем 64 приемопередатчика, который будет описан позже. Аналогично, система 10 может содержать независимые приемники, каждый из которых соединяется с соответствующим каналом Rx приема. Следует заметить, что количество каналов Rx приема не должно соответствовать количеству каналов Tx передачи. Альтернативно, когда количество каналов Rx приема больше, чем количество доступных приемников 41, перед приемником 41 может использоваться мультиплексор канала приема.The scan controller also controls the radio frequency receiver 41 connected to the conductors 22, 24 in order to receive the generated magnetic resonance signals from it. The received signals are transmitted from the conductors 22, 42 to the receiver 41 via one or more reception channels Rx. Pre-amplification of the received signal may be provided by the coil assembly 18 or the transceiver switch 64, which will be described later. Similarly, system 10 may comprise independent receivers, each of which is coupled to a respective receive channel Rx. It should be noted that the number of receive channels Rx does not have to correspond to the number of transmit Tx channels. Alternatively, when the number of receive channels Rx is greater than the number of available receivers 41, a receive channel multiplexer may be used in front of the receiver 41.

Принятые данные от приемника 41 временно хранятся в буфере 50 данных и обрабатываются посредством процессора 52 данных магнитно-резонансного изображения, спектроскопии или других данных. Процессор магнитно-резонансных данных может выполнять различные функции, известные в технике, в том числе реконструкцию изображения (МРТ), магнитно-резонансную спектроскопию (МРС), определение местоположения катетера или хирургического инструмента и т.п. Реконструированные магнитно-резонансные изображения, данные считывания спектроскопии, информация о расположении хирургического инструмента и другие обработанные магнитно-резонансные данные запоминаются в памяти, такой как архив пациентов медицинского учреждения. Графический интерфейс пользователя или устройство 54 отображения содержит устройство ввода данных пользователем, которое врач может использовать для управления контроллером 32 сканирования, чтобы выбирать последовательности и протоколы сканирования, данные отображения магнитно-резонансных данных и т.п.Received data from the receiver 41 is temporarily stored in the data buffer 50 and processed by the processor 52 of the magnetic resonance image data, spectroscopy or other data. A magnetic resonance data processor can perform various functions known in the art, including image reconstruction (MRI), magnetic resonance spectroscopy (MRS), locating a catheter or surgical instrument, etc. Reconstructed magnetic resonance images, readout data of a spectroscopy, location information of a surgical instrument, and other processed magnetic resonance data are stored in a memory, such as an archive of patients of a medical facility. The graphical user interface or display device 54 comprises a user input device that the doctor can use to control the scan controller 32 to select scan sequences and protocols, magnetic resonance data display data, and the like.

Как показано на фиг.2, маршрутизатор 60 выборочно определяет маршруты каждого канала Tx передачи и, следовательно, сигнала возбуждения, который передается через соответствующий канал Tx передачи к одному или более различных проводников 22, 24 любого из множества блоков 18 катушек в сборе. Маршрутизатор 60 обеспечивает гибкий интерфейс между блоками 18 катушек в сборе и РЧ передатчиком 36 для выбора различных комбинаций проводников 22, 24 и блоков 18 катушек в сборе с различными усилителями 38 во время возбуждения. Маршрутизатор содержит переключатель 62 РЧ, определяющий маршруты выходных сигналов усилителя, то есть каналов Tx передачи к одному из множества переключателей 64 приемопередатчика. Другими словами, маршрутизатор 60 также служит для переключения проводников между передачей сигналов и приемом сигналов. Во время передачи сигналов переключатель 64 приемопередатчика выборочно переключает каналы Tx передачи на связь с каналами T/R приемопередатчика, которые соответствуют переключателю 64 приемопередатчика. Альтернативно, во время приема сигналов переключатель 64 приемопередатчика выборочно переключает каналы T/R приемопередатчика на связь с каналами Rx приема, которые соответствуют переключателю 64 приемопередатчика. Мультиплексор каналов приема может быть интегрирован в маршрутизатор 60 или устанавливаться снаружи перед приемником 41, как описано ранее, чтобы мультиплексировать каналы приема, когда количество доступных приемников 41 меньше, чем количество каналов Rx приема. Каждый переключатель 64 приемопередатчика оперативно соединяется с соединительной панелью 66, связанной по меньшей мере с одним блоком 18 катушек в сборе. Как показано на чертеже, соединительные панели интегрируются в опору 31 для пациента. Однако подразумеваются также другие места расположения, такие как интегрирование панели 31 в корпус, окружающий основной магнит 12 и т.п. Соединительные панели содержат множество соединительных портов 68, с которыми соединяется с возможностью разъединения по меньшей мере один проводник 22, 24. Количество доступных соединительных портов 68 на каждой панели 66 может совпадать с количеством каналов Tx передачи. Однако могут также рассматриваться меньшее или большее количество портов 68.As shown in FIG. 2, the router 60 selectively determines the routes of each transmission channel Tx and, therefore, an excitation signal that is transmitted through the corresponding transmission channel Tx to one or more different conductors 22, 24 of any of a plurality of coil units 18 assembled. Router 60 provides a flexible interface between coil assemblies 18 and RF transmitter 36 to select various combinations of conductors 22, 24 and coil assemblies 18 with various amplifiers 38 during driving. The router includes an RF switch 62 that determines the routes of the amplifier output signals, that is, the transmission Tx channels to one of the plurality of transceiver switches 64. In other words, router 60 also serves to switch conductors between transmitting signals and receiving signals. During signal transmission, the transceiver switch 64 selectively switches the transmission Tx channels to communication with the transceiver T / R channels, which correspond to the transceiver switch 64. Alternatively, while receiving signals, the transceiver switch 64 selectively switches the transceiver T / R channels to communicate with the receive Rx channels that correspond to the transceiver switch 64. The receive channel multiplexer can be integrated into the router 60 or mounted externally in front of the receiver 41, as described previously, to multiplex the receive channels when the number of available receivers 41 is less than the number of receive channels Rx. Each transceiver switch 64 is operatively connected to a connection panel 66 associated with at least one coil assembly 18. As shown in the drawing, the connection panels are integrated into the patient support 31. However, other locations are also contemplated, such as integrating the panel 31 into the housing surrounding the main magnet 12 and the like. The connection panels comprise a plurality of connection ports 68 to which at least one conductor 22, 24 is disconnected. The number of available connection ports 68 on each panel 66 may be the same as the number of transmission channels Tx. However, fewer or more ports 68 may also be considered.

Наличие многочисленных соединительных панелей 66 в системе 10 позволяет пользователю выбирать произвольные места расположения для различных многочисленных локальных блоков 18 катушек в сборе и их комбинаций, то есть соединительных панелей 66 и/или соединительных портов 68 в области обследования, чтобы получить желаемое поле зрения или различное анатомическое покрытие без необходимости изменения положения единственного блока катушек в сборе для различных процедур формирования изображения. Например, врач может прикрепить блок 18 катушек в сборе, выполненный с возможностью использования многоядерного магнитного резонанса, на первой соединительной панели 66, а блок 18 катушек в сборе, выполненный с возможностью использования для протонного магнитного резонанса, ко второй соединительной панели 66. Рассматриваются несколько других конфигураций блоков 18 катушек в сборе, например два блока 18 катушек в сборе, способных осуществлять функции передачи и приема, каждый из которых может располагаться для получения локального протонного магнитного резонанса обоих колен пациента. Аналогично, два блока 18 катушек в сборе, обладающих функциями как передачи, так и приема, могут быть расположены для обследования груди посредством локального магнитного резонанса. Другие примеры содержат, в частности, многочисленные локальные блоки 18 катушек в сборе, обладающие как функцией передачи, так и функцией приема, выполненные с возможностью формирования изображения или спектроскопии головы, шеи, позвоночника и т.п.The presence of multiple connection panels 66 in the system 10 allows the user to select arbitrary locations for various multiple local coil units 18 and their combinations, i.e. connection panels 66 and / or connection ports 68 in the inspection area, to obtain the desired field of view or various anatomical coating without having to reposition a single block of coils assembly for various imaging procedures. For example, a physician may attach the assembly of coil coils 18, configured to use multi-core magnetic resonance, on the first connection panel 66, and the coil assembly 18, configured to use for proton magnetic resonance, to the second connection panel 66. Several other are contemplated. configurations of blocks 18 coils Assembly, for example, two blocks 18 coils Assembly, capable of transmitting and receiving functions, each of which can be located to obtain a local proton magnetic resonance of both knees of the patient. Similarly, two blocks 18 of the coils in the collection, with the functions of both transmission and reception, can be located for examination of the chest through local magnetic resonance. Other examples include, in particular, numerous local units 18 of coils assembled, having both a transmission function and a reception function, configured to form an image or spectroscopy of the head, neck, spine, and the like.

Контроллер 32 сканирования управляет первым обходом для передачи широкополосного сигнала к первой соединительной панели и управляет вторым обходом для передачи узкополосного сигнала ко второй соединительной панели. Контроллер 32 сканирования затем управляет маршрутизатором для направления возбуждающих сигналов к соответствующему проводнику или проводникам 22, 24. В одном из вариантов осуществления врач вручную вводит в графический интерфейс 54 пользователя тип катушки и выбранные порты 22, 24 для подключения при процедуре формирования изображения. В другом варианте осуществления каждый из элементов-катушек содержит модуль идентификации, который несет в себе информацию о типе катушки. Контроллер 32 сканирования автоматически обнаруживает информацию в модуле и порт или порты 68, с которыми он должен соединяться, и соответственно конфигурирует маршрутизатор 60 и обходы 40.The scan controller 32 controls the first bypass for transmitting the wideband signal to the first connection panel and controls the second bypass for transmitting the narrowband signal to the second connection panel. The scan controller 32 then controls the router to route the excitation signals to the corresponding conductor or conductors 22, 24. In one embodiment, the doctor manually enters the coil type and selected ports 22, 24 to be connected to the image forming procedure in the graphical user interface 54. In another embodiment, each of the coil elements comprises an identification module that carries information about the type of coil. The scan controller 32 automatically detects information in the module and the port or ports 68 with which it should be connected, and accordingly configures the router 60 and bypasses 40.

На фиг. 3A-3F различные варианты осуществления блоков двухрежимных катушек в сборе представлены более подробно. На фиг.3A вид в разрезе для одного из вариантов осуществления блока 18 двухэлементов-катушек в сборе показан более подробно. Как ранее описано, каждый элемент-катушка 20 содержит два концентрических кольцевых плоских проводника 22, 24. Внешний проводник 22 является проводником синусоидального режима, а внутренний проводник является проводником 24 однородного режима. Для МР-систем с напряженность поля 7 тесла, работающих на частоте 298 МГц, эффективный средний диаметр составляет 17 см для проводника 22 синусоидального режима и 13 см для проводника 24 однородного режима, и зазор между соседними проводниками 22 синусоидального режима составляет 1 см. Следует заметить, что для линейных катушек предполагаются и другие диаметры и геометрии кольцевых катушек для проводников, такие как эллиптические или многоугольные, например пятиугольные, шестиугольные, квадратные и т.п. Кроме того, катушка может быть жесткой, гибкой, плоской, контурной или любой их комбинацией и т.п. Размер и форма элемента-катушки 20 могут выбираться на основе требуемой частоты возбуждения и поля видимости. Проводники поддерживаются диэлектрическим слоем 70 и противоположная сторона проводников 22, 24 имеет экранировку 72 РЧ, чтобы экранировать проводники 22, 24 и различные цепи электропитания, управления, связи, стробирования, каналы передачи/приема и т.п. друг от друга. Для улучшения развязки между соседними элементами-катушками 20 проводники утоплены внутрь диэлектрического слоя 70. Необязательно экранировка 74 РЧ может проходить вокруг периферии диэлектрического слоя. Заметим, что предполагаются также блоки 18 в сборе с более чем двумя элементами-катушками 20, как показано на фиг. 3C и 3D, которые будут обсуждаться более подробно.In FIG. 3A-3F, various embodiments of the dual-mode coil assembly assemblies are presented in more detail. 3A, a cross-sectional view for one embodiment of a block 18 of dual coil assemblies is shown in more detail. As previously described, each coil element 20 contains two concentric annular flat conductor 22, 24. The outer conductor 22 is a sinusoidal conductor, and the inner conductor is a homogeneous conductor 24. For MR systems with a field strength of 7 Tesla operating at a frequency of 298 MHz, the effective average diameter is 17 cm for conductor 22 of the sinusoidal mode and 13 cm for conductor 24 of uniform mode, and the gap between adjacent conductors 22 of the sinusoidal mode is 1 cm. that for linear coils other diameters and geometries of ring coils for conductors, such as elliptical or polygonal, for example pentagonal, hexagonal, square, etc., are also assumed. In addition, the coil can be rigid, flexible, flat, contour, or any combination thereof, etc. The size and shape of the coil element 20 can be selected based on the desired excitation frequency and field of view. The conductors are supported by a dielectric layer 70 and the opposite side of the conductors 22, 24 has an RF shielding 72 to shield the conductors 22, 24 and various power supply, control, communication, gating, transmission / reception channels, etc. apart from each other. To improve isolation between adjacent coil elements 20, the conductors are recessed into the dielectric layer 70. Optionally, RF shielding 74 may extend around the periphery of the dielectric layer. Note that the units 18 are also intended to be assembled with more than two coil elements 20, as shown in FIG. 3C and 3D, which will be discussed in more detail.

На фиг. 3B и 3C в одном варианте осуществления проводники 24 однородного режима соединяются с первым соединительным портом 68₁, а проводники 22 синусоидального режима соединяются со вторым соединительным портом 68₂. При таком построении с совместно используемой мощностью все проводники 22 синусоидального режима совместно используют первый сигнал возбуждения, который направляется к первому соединительному порту 68₁, тогда как все проводники 24 однородного режима совместно используют второй сигнал возбуждения, который направляется ко второму соединительному порту 68₂. Вместо совместного использования проводниками в таком режиме единого соединительного порта 68, как показано на чертеже, маршрутизатор 60 может разделить мощность на переключателе 62 РЧ, так чтобы единый канал Tx передачи использовался совместно двумя или более соединительными портами 68.In FIG. 3B and 3C, in one embodiment, the homogeneous conductors 24 are connected to the first connecting port 68 ₁ , and the sinusoidal conductors 22 are connected to the second connecting port 68 ₂ . With this arrangement with shared power, all sinusoidal conductors 22 share a first drive signal that goes to the first connecting port 68 ₁ , while all the homogeneous conductors 24 share a second drive signal that goes to the second connecting port 68 ₂ . Instead of sharing a single connecting port 68 in such a mode, as shown in the drawing, the router 60 can share the power on the RF switch 62 so that a single transmission channel Tx is shared between two or more connecting ports 68.

Как показано на фиг.3D, в другом варианте осуществления проводники могут работать в независимой конфигурации, когда каждый проводник соединяется с независимым каналом Tx передачи. Маршрутизатор 60 направляет каждый выходной сигнал от усилителей 38 к уникальным соединительным портам 68 выбранной соединительной панели 66. Такое построение предпочтительно для шиммирования возбуждающего поля B₁, чтобы обеспечивать максимальное покрытие при сохранении однородного поля. Блоки катушек в сборе могут быть ориентированы параллельно или ортогонально вдоль продольной оси пациента, основываясь на желаемом поле зрения. Следует заметить, что элементы-катушки 20 могут использоваться в качестве традиционной многоконтурной матрицы, отключая проводники 22 синусоидального режима, так чтобы они не использовались, и направляя сигнал возбуждения только к проводникам 24 однородного режима. Как показано на фиг. 3E и 3F, в другом варианте осуществления каждый элемент-катушка 20 содержит более одного проводника 24 однородного режима, то есть два, три или больше. Диаметр проводников 24 однородного режима снижается, чтобы проходить внутри окружающего проводника 22 синусоидального режима. Однако минимальный размер должен сохраняться, чтобы избежать риска снижения глубины проникновения поля B₁. Проводники однородного режима могут располагаться по соседству друг с другом, как на фиг.3E, или могут перекрывать друг друга, как на фиг.3F, чтобы улучшить шиммирование и развязку с соседними элементами-катушками. Величина перекрытия может быть выбрана такой, чтобы минимизировать взаимоиндукцию. На фиг.4A-4D представлены примеры поля |B₁+| в стреловидной плоскости фантома, используя блок двух элементов-катушек в сборе с осевым расположением. На графиках значения |B₁+| масштабированы к 1 Вт общей поглощаемой средней мощности в фантоме. На фиг.4A показано поле |B₁+| в микротеслах для первого примера, где маршрутизатор 60 направляет сгенерированный сигнал возбуждения к единственному соединительному порту 68, к которому прикрепляются проводники 24 однородного режима в конфигурации совместного использования мощности. Во втором примере на фиг.4B показано поле |B₁+| проводников 22 синусоидального режима, совместно использующих мощность от единого канала Tx передачи. В третьем примере на фиг.4C показано поле |B₁+| всех проводников 22, 24, совместно использующих мощность, получаемую от единого канала Tx передачи. Проводники 22 синусоидального режима соединяются с первым соединительным портом 68, проводники 24 однородного режима соединяются со вторым соединительным портом 68. Маршрутизатор направляет одну и ту же радиочастотную мощность к двум соединителям, но со сдвигом фаз 90°. В четвертом примере на фиг.4D показано поле |B₁+| соединителей схожих режимов, совместно использующих мощность, подаваемую от единого канала Tx передачи, то есть проводники 22 синусоидального режима соединяются с первым соединительным портом 68 и проводники однородного режима соединяются со вторым соединительным портом 68. Маршрутизатор затем направляет уникальные сигналы возбуждения к каждому из двух соединительных портов 68. В этом примере использовались отношение напряжений проводников однородного режима к напряжению проводников синусоидального режима 0,5 В и сдвиг фаз 10°. Видно улучшение однородности поля |B₁+| вдоль осевого направления вблизи поверхности фантома.As shown in FIG. 3D, in another embodiment, the conductors can operate in an independent configuration when each conductor is connected to an independent transmission channel Tx. Router 60 routes each output signal from amplifiers 38 to the unique connection ports 68 of the selected connection panel 66. Such a construction is preferable for shimming the driving field B ₁ to provide maximum coverage while maintaining a uniform field. The coil assemblies can be oriented parallel or orthogonally along the patient’s longitudinal axis, based on the desired field of view. It should be noted that the coil elements 20 can be used as a traditional multi-circuit matrix, disconnecting the sinusoidal conductors 22 so that they are not used, and directing the excitation signal only to the homogeneous conductors 24. As shown in FIG. 3E and 3F, in another embodiment, each coil element 20 comprises more than one uniform mode conductor 24, that is, two, three or more. The diameter of the conductors 24 of the uniform mode is reduced to pass inside the surrounding conductor 22 of the sinusoidal mode. However, a minimum size must be maintained in order to avoid the risk of reducing the depth of penetration of the field B ₁ . Homogeneous conductors may be adjacent to each other, as in FIG. 3E, or may overlap each other, as in FIG. 3F, to improve shimming and decoupling with adjacent coil elements. The amount of overlap can be chosen so as to minimize mutual induction. On figa-4D presents examples of the field | B ₁ + | in the arrow-shaped plane of the phantom, using a block of two coil elements assembled with an axial arrangement. In the graphs, the values | B ₁ + | scaled to 1 W of total absorbed average power in the phantom. On figa shows the field | B ₁ + | in microtesla for the first example, where the router 60 routes the generated drive signal to a single connection port 68 to which the uniform conductors 24 are attached in a power sharing configuration. In a second example, FIG. 4B shows the field | B ₁ + | conductors 22 sinusoidal mode, sharing power from a single channel Tx transmission. In a third example, FIG. 4C shows the field | B ₁ + | all conductors 22, 24 sharing power received from a single transmission channel Tx. The sinusoidal conductors 22 are connected to the first connecting port 68, the uniform mode conductors 24 are connected to the second connecting port 68. The router directs the same RF power to the two connectors, but with a phase shift of 90 °. In a fourth example, Fig. 4D shows the field | B ₁ + | connectors of similar modes sharing power supplied from a single transmission channel Tx, that is, sinusoidal conductors 22 are connected to the first connection port 68 and uniform mode conductors are connected to the second connection port 68. The router then routes the unique excitation signals to each of the two connection ports 68. In this example, we used the ratio of the voltages of the conductors of a uniform mode to the voltage of the conductors of a sinusoidal mode of 0.5 V and a phase shift of 10 °. One can see an improvement in the uniformity of the field | B ₁ + | along the axial direction near the surface of the phantom.

Изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. После прочтения и понимания предшествующего подробного описания могут быть предложены другие модификации и изменения. Подразумевается, что изобретение должно истолковываться как содержащее в себе все такие модификации и изменения, насколько они попадают в пределы объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.The invention has been described with reference to preferred embodiments. After reading and understanding the foregoing detailed description, other modifications and changes may be proposed. It is intended that the invention be construed as containing all such modifications and changes to the extent that they fall within the scope of the appended claims or their equivalents.

Claims

1. Magnetic resonance system (10), containing:
a matrix of radio frequency (RF) amplifiers (38), in which each radio frequency (RF) amplifier (38) generates an excitation signal B ₁ for each of a plurality of transmission channels (Tx);
at least one block (18) of RF coils assembly having multiple coil elements (20) that transmit the generated excitation signal to the examination area (14) and receive magnetic resonance signals from it;
a plurality of connection panels (66), each of which connects an RF amplifier (38) to at least one RF coil unit (18) through the transceiver ports (68), each transceiver port connecting at least one conductor (22, 24 ) with an individual transmission channel;
a router (60) that selectively routes the generated drive signal through the corresponding transmission channel (Tx) to at least one transceiver port (68) of any of the plurality of connection panels (66).

2. The magnetic resonance system (10) according to claim 1, wherein each coil element (20) has at least one conductor (24) that operates in a resonant mode with a uniform current to generate a pair of orthogonal magnetic fields B ₁ and receive magnetic resonance signals at the corresponding resonant frequencies in the region (14) of the survey.

3. The magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 1 and 2, in which the router includes:
a matrix of transceiver switches (64), each of which corresponds to a single transceiver port (68), which selectively switches each transceiver port (68) between the transmission channel (Tx) and the reception channel (Rx).

4. The magnetic resonance system (10) according to claim 3, in which the router (60) further includes:
an RF switch (62) that selectively switches each transmission channel (Tx) between at least one of the plurality of transceiver switches (64).

5. The magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 1 and 2, in which each transmission channel (Tx) includes:
an isolation device (39) that transmits a narrowband signal to at least one corresponding transceiver port (68); and
a bypass device (40) that selectively bypasses the corresponding isolation device (39) in order to pass a broadband signal to the corresponding transceiver port (68).

6. Magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 1 and 2, further including:
a magnet (12) that generates a static magnetic field in the region (14) of the survey;
an RF receiver (41) that receives the generated magnetic resonance signals from the RF coil unit (18) assembly; and
a scan controller (32) that controls the RF amplifier (38), the router (60), and the bypass device (40) in accordance with the selected magnetic resonance sequence.

7. Magnetic resonance system (10), containing:
a radio frequency (RF) amplifier (38) that generates an excitation signal B ₁ for each of a plurality of transmission channels (Tx);
at least one block (18) of RF coils assembly having multiple coil elements (20) that transmit the generated excitation signal to the examination area (14) and receive magnetic resonance signals from it;
a plurality of connection panels (66), each of which connects an RF amplifier (38) to at least one RF coil unit (18) through the transceiver ports (68), each transceiver port connecting at least one conductor (22, 24 ) with an individual transmission channel;
a router (60) that selectively routes the generated drive signal through the corresponding transmission channel (Tx) to at least one port (68) of the transceiver of any of the plurality of connection panels (66),
moreover, each coil element (20) has at least two conductors (22, 24), which operate in different resonance modes to generate a pair of orthogonal magnetic fields B ₁ and to receive magnetic resonance signals at the corresponding resonant frequencies in the survey region (14).

8. Magnetic resonance system (10) according to claim 7, in which each coil element (20) includes at least one of:
(i) a sinusoidal conductor (22) tuned to a resonant mode with a sinusoidal current that generates a first magnetic field B ₁ directed parallel to the plane of the conductor (22); and
(ii) at least one homogeneous mode conductor (24) tuned to a resonant mode with a uniform current that generates a second magnetic field B ₁ directed from the plane of the conductor (24).

9. Magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 7 and 8, in which the router includes:
a matrix of transceiver switches (64), each of which corresponds to a single transceiver port (68), which selectively switches each transceiver port (68) between the transmission channel (Tx) and the reception channel (Rx).

10. The magnetic resonance system (10) according to claim 9, in which the router (60) further includes:
an RF switch (62) that selectively switches each transmission channel (Tx) between at least one of the plurality of transceiver switches (64).

11. The magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 7 and 8, in which each transmission channel (Tx) includes:
an isolation device (39) that transmits a narrowband signal to at least one corresponding transceiver port (68); and
a bypass device (40) that selectively bypasses the corresponding isolation device (39) in order to pass a broadband signal to the corresponding transceiver port (68).

12. The magnetic resonance system (10) according to any one of paragraphs. 7 and 8, further including:
a magnet (12) that generates a static magnetic field in the region (14) of the survey;
an RF receiver (41) that receives the generated magnetic resonance signals from the RF coil unit (18) assembly; and
a scan controller (32) that controls the RF amplifier (38), the router (60), and the bypass device (40) in accordance with the selected magnetic resonance sequence.

13. A method for magnetic resonance, comprising stages in which:
generating an excitation signal for each of the plurality of transmission channels by each radio frequency (RF) amplifier (38) from the matrix of radio frequency (RF) amplifiers (38);
transmitting the generated excitation signals to the examination region (14) and receiving magnetic resonance signals from it with the help of numerous coil elements (20) of at least one RF coil assembly (18);
connect the RF amplifier (38) to at least one RF coil unit (18) through the transceiver ports (68) of one of the plurality of connection panels (66), each transceiver port connecting at least one conductor (22, 24) to individual transmission channel; and
selectively directing the generated excitation signal through the corresponding transmission channel (Tx) to at least one transceiver port (68) of any of the plurality of connection panels (66).

14. The method of claim 13, wherein each coil element (20) has at least one conductor (24) that operates in a resonant mode with a uniform current to generate a pair of orthogonal magnetic fields B ₁ and receive magnetic resonance signals corresponding resonant frequencies in the region (14) of the survey.

15. A method for magnetic resonance, comprising stages in which:
generating an excitation signal for each of the plurality of transmission channels of the radio frequency (RF) amplifier (38);
transmitting the generated excitation signals to the examination region (14) and receiving magnetic resonance signals from it with the help of numerous coil elements (20) of at least one RF coil assembly (18);
connect the RF amplifier (38) to at least one RF coil unit (18) through the transceiver ports (68) of one of the plurality of connection panels (66), each transceiver port connecting at least one conductor (22, 24) to individual transmission channel; and
selectively directing the generated excitation signal through the corresponding transmission channel (Tx) to at least one transceiver port (68) of any of a plurality of connection panels (66),
moreover, each coil element (20) has at least two conductors (22, 24) operating in different resonant modes, for generating paired orthogonal magnetic fields B ₁ and receiving magnetic resonance signals at the corresponding resonant frequencies.

16. The method according to p. 15, in which each element of the coil (20) includes:
(i) a sinusoidal conductor (22) tuned to a resonant mode with a sinusoidal current that generates a first magnetic field B ₁ directed parallel to the plane of the conductor (22); and
(ii) at least one homogeneous mode conductor (24) tuned to a resonant mode with a uniform current that generates a second magnetic field B ₁ directed from the plane of the conductor (24).

17. The method according to p. 16, in which each coil element (20) includes a pair of ring, generally coplanar conductors, and the conductor (24) of a homogeneous mode is concentric with respect to the conductor (22) of the sinusoidal mode (22).

18. The method according to p. 16, in which each coil element (20) includes many annular, generally coplanar conductors, with at least two conductors of a uniform mode (24) surrounded by a sinusoidal mode conductor (22).